석 석사 사 사학 학 학위 위 위논 논 논문 문 문

2

2 20 0 00 0 08 8 8년 년 년 8 8 8월 월 월 석

석 석사 사 사학 학 학위 위 위논 논 논문 문 문

동 동

동물 물 물 뼈 뼈 뼈로 로 로부 부 부터 터 터 수 수 수산 산 산화 화 화 아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트 분 분 분말 말 말의 의 의 제 제 제조 조 조 및 및 및 소 소 소결 결 결특 특 특성 성 성

P P

Pr r re e ep p pa a ar r ra a at t ti i io o on n no o of f fh h hy y yd d dr r ro o ox x xy y ya a ap p pa a at t ti i it t te e ep p po o ow w wd d de e er r rs s sd d de e er r ri i iv v ve e ed d df f fr r ro o om m m a

a

an n ni i im m ma a al l lb b bo o on n ne e es s sa a an n nd d dt t th h he e ei i ir r rs s si i in n nt t te e er r ri i in n ng g g p p pr r ro o op p pe e er r rt t ti i ie e es s s

조 조

조선 선 선대 대 대학 학 학교 교 교 대 대 대학 학 학원 원 원

첨 첨

첨단단단소소소재재재공공공학학학과과과

김 김 김 용 용 용 국 국 국

동 동

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2008년 8월

조 조 조선 선 선대 대 대학 학 학교 교 교 대 대 대학 학 학원 원 원

첨 첨

첨단단단소소소재재재공공공학학학과과과

김 김

김 용 용 용 국 국 국

동 동

동물 물 물 뼈 뼈 뼈로 로 로부 부 부터 터 터 수 수 수산 산 산화 화 화 아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트 분 분 분말 말 말의 의 의 제 제 제조 조 조 및 및 및 소 소 소결 결 결특 특 특성 성 성

지지지도도도교교교수수수 이이이 종종종 국국국

이 논문을 공학석사학위신청 논문으로 제출함.

2008년 4월

조 조 조선 선 선대 대 대학 학 학교 교 교 대 대 대학 학 학원 원 원

첨 첨

첨단단단소소소재재재공공공학학학과과과

김 김

김 용 용 용 국 국 국

김용국의 석사학위논문을 인준함

위원장 조선대학교 부교수 양 권 승 인 위 원 조선대학교 부교수 신 동 찬 인 위 원 조선대학교 교 수 이 종 국 인

2008년 5월

조 조

조선 선 선대 대 대학 학 학교 교 교 대 대 대학 학 학원 원 원

목

목목 차차차

Li stofTabl es

Li stofFi gures

A A

ABBBSSSTTTRRRAAACCCTTT^{··················································································································Ⅷ} 제

제

제 111장장장...서서서 론론론 ^{···············································································································1} 제

제

제 222장장장...이이이론론론적적적 배배배경경경^{···························································································4}

제 제 제 1 1 1절 절 절. . .생 생 생체 체 체재 재 재료 료 료

제 제 제 2 2 2절 절 절. . .인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘계 계 계 세 세 세라 라 라믹 믹 믹스 스 스

1 1

1. . .수 수 수산 산 산화 화 화아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트

2

2

2. . .삼 삼 삼인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘

3

3

3. . .기 기 기타 타 타 인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘

제 제 제 3 3 3절 절 절. . .수 수 수산 산 산화 화 화아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트계 계 계 임 임 임플 플 플란 란 란트 트 트의 의 의 열 열 열화 화 화거 거 거동 동 동

제 제 제 4 4 4절 절 절. . .동 동 동물 물 물뼈 뼈 뼈로 로 로 부 부 부터 터 터 수 수 수산 산 산화 화 화아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트의 의 의 제 제 제조 조 조

제 제

제 333장장장...골골골회회회로로로부부부터터터 수수수산산산화화화아아아파파파타타타이이이트트트 분분분말말말의의의 제제제조조조 및

및

및 소소소결결결특특특성성성 ^{······················································································································21}

제 제 제 1 1 1절 절 절. . .서 서 서 론 론 론

제

제 제 2 2 2절 절 절. . .실 실 실험 험 험방 방 방법 법 법

제 제 제 3 3 3절 절 절. . .결 결 결과 과 과 및 및 및 고 고 고찰 찰 찰

1 1

1. . .분 분 분말 말 말특 특 특성 성 성

2 2

2. . .소 소 소결 결 결특 특 특성 성 성

3 3

3. . .용 용 용해 해 해특 특 특성 성 성

제 제 제 4 4 4절 절 절. . .결 결 결 론 론 론

제 제

제 444 장장장... 소소소 뼈뼈뼈로로로부부부터터터 수수수산산산화화화아아아파파파타타타이이이트트트 분분분말말말의의의 제

제

제조조조 및및및 소소소결결결특특특성성성 ^{·····································································································43}

제 제 제 1 1 1절 절 절. . .서 서 서 론 론 론

제

제 제 2 2 2절 절 절. . .실 실 실험 험 험방 방 방법 법 법

제 제 제 3 3 3절 절 절. . .결 결 결과 과 과 및 및 및 고 고 고찰 찰 찰

1 1

1. . .소 소 소 뼈 뼈 뼈 및 및 및 분 분 분말 말 말특 특 특성 성 성

2 2

2. . .소 소 소결 결 결특 특 특성 성 성

3 3

3. . .용 용 용해 해 해특 특 특성 성 성

제 제 제 4 4 4절 절 절. . .결 결 결 론 론 론

제 제

제 555 장장장...참참참치치치 뼈뼈뼈로로로부부부터터터 수수수산산산화화화아아아파파파타타타이이이트트트 분분분말말말의의의 제

제

제조조조 및및및 소소소결결결특특특성성성 ^{·····································································································63}

제 제 제 1 1 1절 절 절. . .서 서 서 론 론 론

제

제 제 2 2 2절 절 절. . .실 실 실험 험 험방 방 방법 법 법

제 제 제 3 3 3절 절 절. . .결 결 결과 과 과 및 및 및 고 고 고찰 찰 찰

1 1

1. . .분 분 분말 말 말특 특 특성 성 성

2 2

2. . .소 소 소결 결 결특 특 특성 성 성

3 3

3. . .용 용 용해 해 해특 특 특성 성 성

제 제 제 4 4 4절 절 절. . .결 결 결 론 론 론

제 제

제 666장장장...종종종합합합 결결결론론론 ^{································································································78}

참 참 참 고 고 고 문 문 문 헌 헌 헌

L L Li i is s st t to o of f fT T Ta a ab b bl l le e es s s

TTTaaabbbllleee111...Classificationofbioceramicsbybiochemicalactivity.

TTTaaabbbllleee222...Kindsofcalcium phosphateceramicsandtheirCa/Pratios.

TTTaaabbbllleee333...Syntheticmethodsofhydroxyapatite

TTTaaabbbllleee444...Thecolorofboneashcalcinedatupto1000°C for1h.

TTTaaabbbllleee555...Thecolorofbovinebonecalcinedatupto800°C for1h.

L L Li i is s st t to o of f fF F Fi i ig g gu u ur r re e es s s

FFFggg...111...Solubilityofcalcium phosphateceramics.

FFFiiiggg...222...Crystalstructureofhydroxyapatite.

FFFiiiggg...333...Particleloosening of(a)theretriedved acetabularcup and (b)stem after implantation for 4 years, and (c) commercial hydroxyapatite immersedfor14days.

FFFiiiggg...444...Boneash;(a)phaseand(b)morphology.

FFFiiiggg...555...Phaseofboneashcalcinedat600-900°C for1h.

FFFiiiggg...666...Boneash derived-HA aftercalcination at1000°C for1h;(a)phase and(b)morphology.

FFFiiiggg...777...Boneashderived-HA sinteredat1200°C for1h;(a)microstructure, (b)fracturesurfaceand(c)phase.

FFFiiiggg...888...Hot-pressed bone ash derived-HA at1000 °C for0.5 h underthe pressure of30 MPa;(a)microstructure,(b)fracture surface and (c) phase.

FFFiiiggg...999...Surfacedissolutionofboneashderived-HA;(a)as-sinteredspecimen, andimmersedspecimensfor(b)3days,(c)7daysand(d)14days.

FFFiiiggg...111000...Relativefractionofporesafterimmersion.

FFFiiiggg...111111...Phasechangeofboneashderived-HA;(a)as-sinteredspecimen(b) immersedspecimenfor14days.

FFFiiiggg... 111222... Surface dissolution of hot-pressed bone ash derived-HA; (a) as-sintered specimen,and immersed specimens for (b)3 days,(c)7 daysand(d)14days.

FFFiiiggg...111333...Change ofCa ion concentration in solution with hot-pressed bone ashderived-HA duringimmersion.

FFFiiiggg...111444...Changeofvickershardnessinhot-pressedboneashderived-HA duringimmersion.

FFFiiiggg...111555...Bovinebone;(a)morphologyand(b)phase.

FFFiiiggg...111666...TG/DTA analysisofbovinebone.

FFFiiiggg...111777...Bovine bone derived-HA aftercalcination at800 °C for1 h;(a) phaseand(b)morphology.

FFFiiiggg... 111888... Bovine bone derived-HA sintered at 1200 °C for 1 h; (a) microstructure,(b)fracturesurfaceand(c)phase.

FFFiiiggg...111999...Hot-pressedbovinebonederived-HA at1000°C for0.5hunderthe pressure of30 MPa;(a)microstructure,(b)fracture surface and (c) phase.

FFFiiiggg... 222000... Surface dissolution of bovine bone derived-HA; (a) as-sintered specimen,and immersed specimensfor(b)3days,(c)7daysand (d) 14days.

FFFiiiggg...222111...Phasechangeofbovinebonederived-HA;(a)as-sinteredspecimen, and(b)immersedspecimensfor14days.

FFFiiiggg...222222...Surface dissolution of hot-pressed bovine bone derived-HA; (a) as-sintered specimen,and immersed specimens for (b)3 days,(c)7 daysand(d)14days.

FFFiiiggg...222333...ChangeofCaion concentration in solution with hot-pressed bovine bonederived-HA duringimmersion.

FFFiiiggg...222444...Changeofvickershardnessinhot-pressedbovinebonederived-HA duringimmersion.

FFFiiiggg...222555...Tunabonederived-HA aftercalcinationat800°C for1h;(a)phase and(b)morphology.

FFFiiiggg... 222666... Tuna bone derived-HA sintered at 1200 °C for 1 h; (a) microstructure,(b)fracturesurfaceand(c)phase.

FFFiiiggg...222777...Hot-pressed tuna bonederived-HA at1000°C for0.5h underthe

pressure of30 MPa;(a)microstructure,(b)fracture surface and (c) phase.

FFFiiiggg... 222888... Surface dissolution of tuna bone derived-HA; (a) as-sintered specimen,and immersed specimensfor(b)3days,(c)7daysand (d) 14days.

FFFiiiggg...222999...Phasechangeoftunabonederived-HA;(a)as-sinteredspecimen, and(b)immersedspecimensfor14days.

FFFiiiggg...333000...Surfacedissolution ofhot-pressedtunabonederived-HA;(a)before immersion,andimmersedfor(b)3days,(c)7daysand(d)14days.

FFFiiiggg...333111...Change ofCa ion concentration in solution with hot-pressed tuna bonederived-HA duringimmersion.

FFFiiiggg...333222...Changeofvickershardnessinhot-pressedtunabonederived-HA duringimmersion.

AAABBBSSSTTTRRRAAACCCTTT

P P Pr r re e ep p pa a ar r ra a at t ti i io o on n no o of f fh h hy y yd d dr r ro o ox x xy y ya a ap p pa a at t ti i it t te e ep p po o ow w wd d de e er r rs s sd d de e er r ri i iv v ve e ed d df f fr r ro o om m m a

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an n ni i im m ma a al l lb b bo o on n ne e es s sa a an n nd d dt t th h he e ei i ir r rs s si i in n nt t te e er r ri i in n ng g g p p pr r ro o op p pe e er r rt t ti i ie e es s s

Kim,Young-Gook

Advisor:Prof.Lee,Jong-Kook,Ph.D.

Dept.ofAdvancedMaterialsEngineering, GraduateSchoolofChosunUniversity.

As the population of the old generation increases in recent years,the injurieswhichwerecausingbonedamagefrequentlyoccurduetovariouskinds ofaccidentsand aging.Duetothelimitedsupply ofnaturalboneforgrafting, the need for bone substitutes which have the same physicochemical and biologicalproperties as naturalbone is ever increasing.Calcium phosphates including hydroxyapatite [Ca10(PO4)6(OH)2,HA]have achieved significantfields as a bone graftmaterialin a range ofmedicaland dentalfields,because of theirmineralcomponentbeingsimilartoboneandteethofthehumanbody.In addition,theHA derived eitherfrom syntheticsourcesorfrom animalsources

canform astrongchemicalbondwithhostbonetissue.IncaseofHA obtained from syntheticsourceswhich isexpected to bestablein body fluid,HA was severely dissolved during exposure to the and environment resulting in thepresenceoflooseparticlesand microstructuraldegradation.As aresult,itwillprovokeinflammationorthirdbodyfriction.Therefore,HA with dissolution/degradationresistanceshouldberequired.

As an alternative method, HA derived from animal bone which is morphologically and structurally similarto human bone can be used.Animal bone is stable fora long period in a biologicalenvironment.As the material level,animalboneiscomposedoforganicandinorganiccomponents.Itiseasy to produce calcium phosphate from animalbone by burning outthe organic.

AlthoughHA from animalbonehasgreatpotentialforuseasgraftmaterialsin clinicalapplication,patientsmayfeelthatHA from animalboneforimplantcan potentially bearfataldiseases,such ashuman immunodeficiency virus(HIV),or bovinespongiform encephalopathy (BSE).Thediseasewouldbesolvedthrough calcinationandsinteringatelevatedtemperaturebyremovingtheorganic.

In this study,HA derived from animalbones (boneash,bovine boneand tunabone)werepreparedbycalcinationtoremoveorganicsinbones.Usingthe obtained powders,HA sinters were prepared by pressureless-sintering and hot-pressing.In addition,dissolution of HA derived from animalbone was investigatedinliquidenvironment.

The bones were calcined atabove 800 °C for1 h to completely remove organics.After calcination,compacts were obtained by pressureless-sintering andhot-pressing using thecalcinedpowders.Thepowderswereuniaxially and coldisostaticallypressedintopellets.Thepelletsweresinteredat1200°C for1 h in humid atmosphere.In caseofhot-pressing,thesinterswereprepared by hot-pressing at 1000 °C for 0.5 h under the pressure of 30 MPa in Ar atmosphere.Dissolution oftheanimalbonederivedHA wasinvestigatedin pH 7.4distilledwaterfor3,7and14days.

Calcined HA from bone ash contained mainly HA and smallamountof α -tricalcium phosphate (α-TCP).However,calcined HA from bovine bone and

tunabonewereconsistedofmainlyHA andsmallamountofmagnesium oxide.

Thedensitiesofcompactspreparedbypressurelesssinteringwasabout70-80%

with largepores.However,thedensitiesofcompactsprepared by hot-pressing hadhighersinteringdensity(95%)andsmallerinporesize.

ThemicrostructuresurfaceofHA from boneashwaspartiallydissolvedin pH 7.4 distilled water compared with HA from bovine bone and tuna bone becauseofthepresenceofsoluble α-TCP inboneashderivedHA.Inaddition, morecalcium ionswerereleased from boneash derived HA in compared with bovinebonederivedHA andtunabonederivedHA.HardnessofHA from bone ash was decreased with immersion due to the surface dissolution,whereas hardness of HA from bovine bone and tuna bone were constant. It is consideredthatdissolutionresistanceofbovineboneandtunabonederivedHA may beattributed to thepresenceofMg in HA.Furthermore,theobsenceof solublephasesuchasα-TCP mayalsobethereasonofdissolutionresistance.

Itis believed thatbiologically derived HA can be a good substance for medicalapplications,where biologicaland mechanicalstabilities of HA are required.

제 제

제 111장장장...서서서 론론론

생체재료는 손상된 인체의 일부 장기 또는 신체 일부분을 대체할 수 있는 재료 를 뜻하는데,이러한 생체재료는 보건의료 분야 중 치료,재활 및 예방의 수단으로 생체에 적용되기 때문에 인간의 수명연장 및 사고,질병의 증가 등에 따라 그 중요 성이 점차 증가하고 있으며,인간의 건강한 삶을 보장하고 삶의 질을 높이는데 직 접적으로 기여할 수 있다.

인공 뼈 이식은 각종 사고나 질병에 의하여 뼈의 회복이 불가능한 상태에서 최종적으로 요구되는 의료기술로 선진국을 중심으로 시술 사레가 점차적으로 증가 하고 있다.인공 뼈의 이식을 위해서는 재료나 장치가 기능을 하는 동안 생리학적 으로 독성이 없도록 유지해야 하는데,현재까지 개발된 재료 중 생체적합성이 가장 좋은 인공 뼈 대체용 재료는 인체 내 뼈 구성성분 중 약 70%를 차지하는 수산화 아파타이트(Hydroxyapatite,Ca10(PO4)6(OH)2,이하 HA로 표기함)로 알려져 있다¹⁾. HA는 인산칼슘계 세라믹스 화합물 중 하나로 생체친화성이 우수하기 때문에 인공치아,인공뼈 등의 생체용 세라믹 재료로 널리 활용되고 있으며,최근에는 표 면활성,생체친화성 및 조직유연성을 이용하여 약물전달물질로 활용하는 연구가 활 발하게 진행되고 있고,그 활용성 및 사용범위가 급격히 증가하고 있다²⁾.

수산화아파타이트는 인공으로 합성하는 방법과 동물의 뼈로부터 제조하는 방법 이 알려져 있는데,지금까지는 출발물질을 일반적인 화공약품을 이용하여 얻는 인 공합성 HA가 주로 사용되어 왔다.인공 합성한 HA는 질병의 이차적 감염 우려가 없고,Ca/P 몰비 및 입자크기를 임의로 조절하는 것이 가능하여 특정한 형태로의 성형이 쉽고,값싸게 대량으로 제조할 수 있는 장점이 있다.

현재 HA의 합성법으로는 Ca²⁺이온이 녹아 있는 용액에 PO43-이온이 함유되어 있는 용액을 서서히 적하시키는 방법인 습식 침전법이 가장 널리 이용되고 있다³⁾. 침전법으로 합성된 수산화아파타이트 분말은 약 20～50nm 정도의 미세한 입자가

얻어지는 장점이 있으나⁴⁾온도,pH,출발원료의 조성 등 합성조건에 따라 Ca/P 몰 비가 달라지며, 이론 조성(Ca/P 몰비=1.67)에 맞지 않는 수산화아파타이트가 합성 되었을 경우 열처리 도중 β-TCP(Ca3(PO4)2)와 같은 이차상으로 분해되는 단점이 있다⁵⁾.

건식법은 조성의 제어는 용이하지만 분체특성 면에서 결점이 있으며,수열법은 결정성이 뛰어난 분체가 얻어지지만 미세한 입자를 얻는 것은 어려운 것으로 알려 져 있다⁶⁾.또한 습식법과 건식법 등은 모두 소결시켜 얻은 덩어리가 사용되고 있으 므로 소결온도에서 일어나는 수산기의 분해와 수산화아파타이트의 전이 때문에 광 물학적 변화나 생체친화성의 손실을 일으키지 않고 치밀한 수산화아파타이트 소결 체를 얻는 데에는 많은 어려움이 따른다⁷⁾.이러한 문제점 때문에 합성 인산칼슘계 세라믹 코팅 임플란트 소재는 시술 후 코팅 층의 박리(loosening)나 입자이탈 (particleloosening)이 일어나 기계적 성질이 크게 나빠지고 이로 인해 임플란트로 서의 기능이 약화되거나 몸 속에서 일부 파괴되어 염증유발 등 부작용을 나타내게 되어 이에 대한 해결방법이 대두되고 있다⁸⁾.

이에 비하여 동물 뼈로부터 얻는 생물학적 수산화아파타이트는 조성이 사람의 뼈와 거의 동일하기 때문에 생체적합성이 매우 뛰어나고,제조하기가 비교적 쉬우 며,값싸게 대량으로 만들 수 있는 장점이 있다.이러한 아파타이트 분말은 동물 뼈를 800°C이상으로 열처리하여 제조되기 때문에 2차 감염에 대한 우려가 매우 적으나 현실적으로는 이식이 필요한 환자들이 2차 감염에 대한 선입견에 의해 동 물 뼈로부터 추출한 수산화아파타이트 임플란트를 기피하는 경향이 있어 사용에 제한이 따르고 있다.

그러나 동물 뼈에서 추출한 수산화 아파타이트의 경우 1000°C 부근의 고온에 서 하소한 후 다시 1200°C 근처에서 소결을 하기 때문에 2차 감염에 대한 우려는 거의 해소되었다.이에 따라 최근 의공학 분야에서 동물 뼈로부터 추출한 수산화아 파타이트 분말에 대한 관심이 커지고 있으며,이에 대한 각종 특허도 급증하고 있 다⁹⁾.

따라서 본 연구에서는 시중에서 판매되는 동물 뼈(골회,소뼈,참치뼈)를 구입 한 후 적당한 전처리를 통하여 표면에 부착된 유기물을 제거하여 수산화아파타이

트 생체소재의 원료소재로 사용하고,그 소결 및 용해 특성을 고찰함으로써 임플란 트용 생체 소재로서의 활용 가능성을 검토하고자 하였다.이를 위하여 각종 동물 뼈의 원료분석을 통하여 인산칼슘계 생체 세라믹 소재로서의 기본 특성을 조사하 였고,열처리를 행하여 수산화아파타이트 분말을 제조한 후 상압소결과 가압소결을 이용하여 다공질 및 치밀질 인산칼슘계 세라믹 소재를 제조하여 임플란트 형태로 의 제조 적합성에 대하여 검토하고자 하였다.마지막으로 제조된 소결체를 가지고 증류수에 침적하여 용해특성을 고찰함으로써 생체소재로서의 안정성에 대하여 검 토하고,임플란트용 생체소재로서의 활용성을 고찰하고자 하였다.

제 제

제 222장장장...이이이론론론적적적 배배배경경경

제

제 제 1 1 1절 절 절. . .생 생 생체 체 체재 재 재료 료 료

우리 몸의 골격은 206개의 뼈로 구성되어 있다.최근 고령화 사회의 진전에 따 라 골다공증과 같은 질환이나,자동차 사고 등에 의해 골 결손부를 수복해야 하는 경우가 늘어가고 있다.종래에는 이러한 경우,환자 자신의 체내에서 다른 정상부 위의 뼈를 채취하여 그 결손부에 이식하는 자가골 이식(autograft)이 많이 행해져 왔다.하지만 이 방법은 치료할 부분 이외의 정상부위를 손상시킨다는 결점이 있 다.

또 다른 방법으로 다른 사람의 동종골을 이식하는 방법(homograft)이 있는데, 이 경우에도 면역반응이나 감염 등과 같은 문제를 야기한다.이러한 자가골 이식 혹은 동종골 이식의 문제점을 극복하기 위한 방법으로 여러 가지 인공재료를 사용 하는 타종골 이식(allograft)이 있으며 이 목적으로 사용되는 재료를 생체재료라 한 다.¹⁰⁾따라서 현재 뼈을 대신할 수 있는 생체재료의 연구가 활발히 진행 중에 있으 며 이러한 뼈을 대체 할 수 있는 인공생체재료로는 금속재료,고분자 재료,세라믹 스 재료들이 있다.

일반적으로 생체재료란 의약품을 제외한 인공,천연 또는 그들의 복합재료로서 인체 내에서 단기 또는 장기간 동안 인체의 조직이나 기관의 기능을 치료,보강, 대치 또는 회복시키는데 사용되는 재료를 일컫는다.¹¹⁾현재 생체재료는 시술이 비 교적 용이한 치과,정형외과,성형외과,그리고 이비인후과 등의 영역에 주로 사용 되고 있다.최근 세계적으로 생체재료 또는 이에 관련된 시장이 급속히 증가하는 이유는 사고로 인한 재활환자의 증가,수명연장과 자연사망률 감소로 인한 노령인 구의 증가,새로운 생체재료의 개발과 수술에 관련된 의학의 발달,의료보험의 대 중화,인간의 높은 삶의 질 추구 등을 들 수 있다.

생체재료로 사용되기 위해서는 인체의 조직과 장기간 직접 접촉하여 사용되기 때문에 사용 시 생화학적으로 인체 내에서 부식(corrosion)에 대한 저항성이 크고 특별한 이상이나 부작용을 일으키지 않는 생체안정성(biostability)과 생체친화성 (bioaffinity)을 고려해야 한다.때문에 생체재료로서 사용하기 위해서는 임플란트 주위에 있는 생체 조직의 적절한 세포분열을 막지 않으면서,급성 또는 만성 염증 반응을 일으키지 않는 생체적합성(biocompatibility)이라는 조건을 만족시켜야 한다.

생체재료는 인체에 독성이나,암유발성,항원성이 아주 적거나 없어야 하며,여 기에다 주위 생체조직과 반응하여 원하는 목적을 달성할 수 있는 생체 활성이 요 구된다.생화학적으로 주위조직과 강도나 탄성계수가 비슷하여 상당기간 원래 조직 의 기능을 대치할 수 있어야 하며,주위 조직의 치유를 방해하거나 지연시키지 않 아야 한다.경제적으로는 재료의 가공이 쉬어야 하고 가격이 저렴해야 한다.

일반적으로 생체 친화성에는 기계적 친화성과 계면 생체 친화성으로 구분되며, 기계적 친화성으로는 강도,마모,탄성,취성,내구성,장기간 생체 안정성 등이 있 으며,계면 생체 친화성은 능동적 조직 결합형,즉 생체 활성(bioactive)과 수동적 비이물형,즉 생체불활성(bioinert)등으로 구분된다.생체 활성이란 주위조직에 부 착하면서 그 표면을 제외한 모양과 유지하는 경우를 의미하며,생체 안정성이란 인 체에 대해 발열반응,세포 유해성/비독성,항원성,발암성 등 유해 작용이 없으면서 생체 내에서 시간이 경과하여도 재료의 모양이나 구조가 유지되며 주위 조직에 부 착되지 않는 것을 의미한다.생체 분해성(biodegradable)이란 주위 조직과 부착되면 서 수주,수개월 동안 모양과 구조가 유지되나 차차 모양과 구조를 상실하면서 조 직으로 대체되는 것을 말한다.¹¹⁾

생체 친화성이 있는 세라믹스는 용도에 따라 여러 형태로 제조되고 있으며,그 들의 응용에 대하여 Table1에 나타내었다.¹²⁾

Table Table Table

Table 1.1.1.1. Classification of bioceramics by biochemical activity¹¹⁾.

Type Tissue Attachment Example Bioinert

Mechanical interlock (morphological fixation)

Al2O3, ZrO2, TiO2

Bioactive dense

porous

Interfacial bonding with tissue

Tissue ingrowth into pores

Bioactive glasses

Bioactive glasses-ceramics Dense HA

Porous HA

HA coating on porous metals Bioresorbable

Replacement with tissues Tricalcium phosphate(TCP) Calcium metaphosphate(CMP) Bioactive glasses

제 제

제 2 2 2절 절 절. . .인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘계 계 계 세 세 세라 라 라믹 믹 믹스 스 스

인산칼슘계 화합물은 골의 무기물 성분과 유사한 화학적 조성을 가지고 있어 경조직 대체 재료로 많이 사용되고 있는 데,HA와 TCP (Tricalcium phosphate)의 화학적 조성변화를 통한 생체 활성도 향상과 기계적 특성 개선을 위한 고밀도화 공정개발이 연구의 주류를 이루고 있다¹³⁾.현재까지 인산칼슘계 화합물은 낮은 강 도 및 취성 때문에 하중지지대로는 사용하지 못하고 주로 골 결손부위를 복원시켜 주는 골수복재에 사용하고 있는데,다공질 및 치밀질 형태로 제어하여 여러 형상을 갖는 임플란트가 개발되고 있다.

인산칼슘계 세라믹스의 특성은 Ca/P 몰 비,탄산이온 농도 또는 결정성 등은 제조하는 방법 및 합성조건에 따라 모두 달라지는데,임플란트로서 체내에 매식하 였을 경우 체액과의 반응이 인삼칼슘계 세라믹스의 종류에 따라 달라지기 때문에 골 수복능력에 차이를 보이게 된다.Fig.1과 Table2에 바이오세라믹스로서 사용 되고 있는 각종 인산칼슘계 화합물의 종류 및 용해도 특성을 나타내었다.

인산칼슘계 세라믹스는 합성 시 Ca/P 비 및 함유된 이온의 종류에 따라 여러 종류가 생성된다.인산칼슘계 세라믹스는 상 및 조성에 따라 용해도가 크게 변화하 며,이중 용해도가 큰 조성은 Ca/P 비가 0.5-1.0인 일인산칼슘과 이인산칼슘계이고 용해도가 작은 Ca/P 비가 1.33～2.0인 인산칼슘계 세라믹스이다.즉,용해도가 조성 이나 입자크기,결정상에 따라 크게 변화하며,OCP,HA는 용해도가 매우 낮고 TCP,TTCP는 물에서 부분적으로 용해가 일어난다.

1 1

1. . .수 수 수산 산 산화 화 화아 아 아파 파 파타 타 타이 이 이트 트 트

현재까지 거의 완벽하게 생체 친화성 및 생체 활성을 나타내는 재료로는 HA 등 인산칼슘계 화합물이 잘 알려져 있다.¹²⁾그 중에서도 수산화아파타이트는 기본 조성이 A10(MO4)6X2로 육방정계 P63/m에 속하는 결정 화합물 군이며,비교적 고온

에서도 OH기를 가지고 있는 물질이다.¹⁴⁾특히 A=Ca,M=P,X=OH,F,Cl,CO3는

Fig.

Fig.

Fig.

Fig. 1. 1. 1. Solubility of calcium phosphate ceramics1. ¹⁵⁾.

Table Table Table

Table 2.2.2.2. Kinds of calcium phosphate ceramics and their Ca/P ratios⁶⁾.

Composition Ca/P ratio Solubility Dicalcium Phosphate

Dihydrate(DCPD) Ca(H2PO4)2․H²O 0.5 2.34×10^-6 Dicalcium Phosphate

Anhydrate(DCPA) CaHPO4 1.0 9.50×10^-7 Octacalcium

Phosphate(OCP) Ca4H(PO4)3․5/2H²O 1.33 5.02×10^-50 Hydroxyapatite(HA) Ca5(PO4)3․OH 1.67 2.13×10^-59

β-Tricalcium

Phosphate(β-TCP) β-Ca3(PO4)2 1.50 2.09×10^-30 α-Tricalcium

Phosphate(α-TCP) α-Ca3(PO4)2 1.50 3.16×10^-26 Tetracalcium

Phosphate(Te-CP) Ca4O(PO2) 2.0 8.32×10^-31

Fig Fig Fig

Fig 2.2.2.2. Crystal structure of hydroxyapatite.

뼈의 구성 성분으로서 매우 중요하다.일반적으로 뼈나 치아는 약 65%의 무기물질 과 35%의 유기물질로 이루어져 있으며,인체 내 경조직(hardtissue)이라고 불린다

16).물에는 약간 용해하여 약알칼리성을 띠고,산에는 용이하게 용해하지만 알칼리 에는 난용성이다.우수한 이온교환을 가지며,Ca²⁺는 Hg²⁺,Sr²⁺,Ba²⁺,Pb²⁺등의 금 속에 의해 용이하게 치환된다.또한,F^-이온도 잘 치환되며,치환속도는 빠르다.

HA는 약 800°C 부근에서 탈수 현상이 발생하며,열분석 시 이 온도에서 매우 넓은 흡열반응을 관찰할 수 있다.¹⁷⁾HA는 1000-1500°C의 온도에서 소결하는데 소 결 후 안정상은 온도,수증기압,초기 분말 내 Ca/P 몰 비 등에 의해 결정된다.만 일 소결 시 수증기압이 충분히 높은 경우,약 1350°C의 온도까지 HA는 안정하지 만,수증기가 존재하지 못한 경우에는 다음 반응을 통하여 TTCP (tetracalcium phosphate,Ca4P2O9)와 TCP (tricalcium phosphate,Ca3(PO4)2)로 분해되는 것으로 알려져 있다.¹⁸⁾

Ca10(PO4)6(OH)2→ 2Ca3(PO4)2+Ca4P2O9+H2O

HA는 생체친화성이 우수하여 인공치,인공뼈 등의 바이오세라믹스 재료로 응 용되는데,생체조직과 잘 결합할 뿐만 아니라,생체에 독성이 없고 반응에 의한 이 물질이 생성되지 않으며,주위조직과도 잘 결합한다.또한 기계적 강도가 강하고 조직이 치밀하여 골과 유사한 강도를 가지고 있으나,생체 내에서 기계적 성질이 열화되어 장시간 사용하기에는 곤란한 단점이 있다.

HA의 가장 대표적인 임상학적인 응용 예로는 금속 임플란트 표면 위에 HA를 코팅하여 금속에 생체 적합성을 부여한 것인데,HA 코팅 층은 뼈와의 접합성을 높

이고^18,19)체액과의 반응에 의한 금속 이온의 용출을 방지할 뿐 만 아니라 금속 표

면을 보호하는 역할을 하는 것으로 알려져 있다.²⁰⁾

그러나 금속 임플란트에 HA 코팅층을 사용한 경우 대부분 순수한 HA 결정 이 외에 각종 염이나 비정질 인산칼슘(ACP,amorphous calcium phosphate),CaO, TCP,TTCP 등 다른 물질을 다량 함유하게 된다^21,22).이와 같은 조성이 코팅층에

생성되는 원인은 크게 두 가지인데,대부분 코팅 공정 시 원료로 사용되는 각종 염 으로부터 유입되거나 높은 공정온도에 의한 HA의 열분해에 의해 형성되는 것으로 알려져 있다^23,24.⁾이러한 불순물들은 생체 내에서 혈액과 반응하여 쉽게 용해되기 때문에 코팅층의 화학적 안정성을 감소시키며,장기적으로는 금속 표면 위 HA 코 팅층을 기계적으로 열화시켜 금속 임플란트로부터 코팅층을 이탈시키는 것으로 알 려져 있다^{25, 26)}.이와 같이 임플란트로부터 이탈된 HA 입자덩어리는 때때로 체내 에서 염증을 일으키거나 정상적인 관절사이에 끼여 마모(thirdbody friction)를 일 으키는 부작용을 유발하게 된다.

2 2

2. . .삼 삼 삼인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘

삼인산칼슘은 물성이나 생체 친화성에 있어서 HA와 유사하기 때문에 생체 재 료로서 유용하며,다공체로서 골결손부의 충전용이나 두개골 보충 등에 응용되고 있다.생체조직에 대한 용해도는 큰 편이기 때문에 골치환 속도가 빠르고,체내에 매식된 소결체의 구멍에 신생골이 서서히 진입하여,자기 자신의 뼈와 치환하는 것 으로 얼려져 있는데²⁷⁾,최근에는 금속에 코팅하여 인공치근으로서 응용하거나,치주 병으로 생긴 골결손부에 분말을 충전하여 치료하는 연구가 실용화되고 있다²⁸⁾.

Ca/P 비가 1.50인 TCP에는 크게 β-TCP와 α-TCP로 나뉘어 지는데,TCP 비 정질을 750°C 이상에서 가열하면 저온상인 β-TCP로 결정화되고,1150°C 이상으로 가열하면 고온상인 α-TCP로 상전이 된다.α-TCP의 경우 수분과 쉽게 반응하기 때문에 단독으로는 implant용 생체 재료에 쓰이지 않으며, 골 대체재로는 대부분 β-TCP의 다공체가 주로 사용된다.기공율은 H2O2,naphthalene등의 휘발성 물질 을 이용하여 제어할 수 있으며,²⁹⁾체내 삽입 시 주위 조직과의 계면이 증가하여 임 플란트 기공 내로 골 조직의 재생을 유도하게 되는데,골 전도를 위한 적합한 기공 크기는 약 150-500um이고,상호 연결된 기공율이 높을수록 뼈 조직이 기공 내로 자라 들어오기 용이한 것으로 알려져 있다³⁰⁾.이러한 이유로 BCP(Biphasiccalcium phosphate)제조에 있어서도 주로 α-TCP보다 β-TCP분말을 사용하고 있다.

3 3

3. . .기 기 기타 타 타 인 인 인산 산 산칼 칼 칼슘 슘 슘

인산칼슘계 세라믹스 분말은 Ca/P ratio및 포함되는 이온에 따라 그 종류 및 특성이 크게 달라지게 되는데,공업용,의약용,식품첨가용,농업용으로 주로 사용 되는 종류는 약 10여 종류가 있다.또한 인산칼슘계 세라믹스 분말은 Ca/P ratio에 따라 수용액에 용해되는 특성이나 이온의 흡착특성이 달라지는 되는데,Ca/P ratio 가 0.5～1.0인 범위의 인산칼슘계 세라믹스는 물에 잘 용해되는 특성이 있다.이러 한 인산칼슘계 세라믹스로는 일 인산칼슘계(Ca(H2PO4)2․H2O)와 이인산칼슘계 (CaHPO4)가 있으며,주로 효소 배양제,의약 pH 조정제,팽창제,발효조정제나 사 료첨가제 및 비료로 사용된다.

이에 비하여 Ca/P ratio가 1.33～2.0인 인산칼슘계 세라믹스 종류는 물에 부분 적으로 용해되는데,이들의 용해도는 인산칼슘의 종류나 입자크기,결정상 등에 따 라 크게 달라지는 것으로 알려져 있다.예로써 Ca/P ratio가 1.33인 육인산칼슘 (Octacalcium phosphate(Ca8H2(PO4)6․5H2O))은 용해도가 매우 낮아 물에 거의 녹 지 않은 특성이 있는데,HA 및 생리학적인 아파타이트(biologicalapatite)의 전구체 로 알려져 있어 HA와 더불어 치조골 결손부의 충진재로 사용되고 있다³¹⁾.Ca/P ratio가 2.0인 사인산칼슘((Ca4(PO4)2․O)은 β-또는 α-TCP와 더불어 인산칼슘 시 멘트를 구성하는 필수적인 요소이며,수용액 내에서 HA 또는 βTCP보다 용해도가 높아 인산칼슘 시멘트 원료로서 많이 이용되고 있다^32-35).그 외에 유리의 첨가제, 치약,각종 필러,식품 응고 방지제 등으로 사용되고 있다.